149

5. OPTINĖ KOHERENTINĖ TOMOGRAFIJA

Optinė koherentinė tomografija (OKT) yra vis tobulėjanti optinė technologija, skirta

įvairiems medicinos, biologijos bei medžiagotyros tyrimams. Pradžioje OKT buvo sukurta skaidrių

biologinių audinių stebėjimui, ir jos privalumas buvo tas, kad ši technologija leidžia vaizdinti tuos

audinius natūralioje aplinkoje mikronine skyra netaikant bandinio išpjovimo ar kitokios

intervencijos į organizmą. OKT panaši į ultragarsinius tyrimus, tik čia panaudojama mažo

koherentiškumo šviesa, o ne garsas. Šia tomografija, matuojant tiriamojo audinio išsklaidytos

atgaline kryptimi šviesos intensyvumą, gaunami bandinio skersinio pjūvio nespalvoti ar dirbtinėmis

spalvomis perteikti dvimačiai vaizdai. Nuo skirtingų bandinio audinių sluoksnių atsklidusios

šviesos skirtuminio kontrasto pokyčiai gali būti atvaizduojami vos kelių mikronų tikslumu.

OKT plačiausiai taikoma biomedicinos srityje, kur naudojamų metodikų patikimumą ir

efektyvumą veikia daugybė įvairių veiksnių. Gyvi audiniai pasižymi didele šviesos sklaida ir

sugertimi, labai ribojančia optinių vaizdinimo priemonių panaudojimą. Kitos vaizdinimo

metodikos, pavyzdžiui, ultragarsinės, medicinos poreikiams taikomos jau ilgai, tačiau kiekvienai jų

būdingi savi apribojimai ir trūkumai. Pavyzdžiui, nors ultragarsinio vaizdinimo metodika gali

suteikti informacijos apie audinius, esančius kur kas giliau nei pasiekiami OKT, gaunamų vaizdų

skyros nepakanka visai naudingai informacijai gauti.

Pirmiausia OKT buvo panaudota oftalmologijoje (akių ligų mokslas), siekiant gauti didelės

raiškos akies tinklainės ir priekinės akies tomografinį vaizdą. Akies audiniai yra permatomi ir akies

dugną lengva pasiekti šviesa, tad diagnostiniams tyrimams labai patogu taikyti OKT. Ši metodika

suteikia daugiau galimybių tinklainės ligų diagnostikai, kadangi ji leidžia atvaizduoti tinklainės

pokyčius 10 mikronų raiška, viena eile geresne nei pasiekiama naudojant ultragarsą. Šiuo metu

OKT taikoma ir daugeliui neskaidrių audinių tirti. Kitokiuose nei akies audiniuose prasiskverbimo

gylį riboja optiniai nuostoliai, kuriuos sąlygoja sklaida ir sugertis. Akių tyrimai atliekami 800 nm

bangos ilgio spinduliuote. Kadangi sklaida silpsta didėjant bangos ilgiui, nepermatomų audinių

tyrimas įmanomas artimosios infraraudonosios spektro srities bangomis, pavyzdžiui, 1300 nm ilgio

spinduliuote, nes tokio bangos ilgio spinduliuotę baltymai, vanduo, hemoglobinas ir lipidai sugeria

silpniausiai. Daugelyje audinių 2–3 mm gylis pasiekiamas naudojant sistemas, kurių jautris 100–

110 dB. Tokie vaizdinimo tyrimai gali būti atliekami įvairiose medicinos srityse, tokiose kaip

vystymosi biologija, kardiologija, gastroenterologija, urologija ir neurochirurgija.

Nuo pat OKT taikymo praktiniams tikslams pradžios devintajame praėjusio amžiaus

dešimtmetyje sparčiai vystėsi technologijos, skirtos vaizdinimo skyros gerinimui, vaizdų

registravimo dažnio didinimui ir spindulio įvedimo į audinius ar bandinius metodų tobulinimui.

150

Taikant OKT principus informacijai iš bandinio ar audinio gauti buvo kuriamos ir kitos vaizdinimo

metodikos. Kai kuriose jų taikomas optinio Doplerio signalo registravimas nuo judančių sklaidančių

struktūrų, vaizdų formavimas grindžiamas grįžusios šviesos poliarizacijos būsena ar išgaunama

spektroskopinė informacija, atspindinti lokalias audinio sugerties ir sklaidos savybes.

Didelės skyros OKT atliekama pasitelkiant trumpo koherentiškumo nuotolio spinduliuotę

bei trumpų impulsų šviesos šaltinius. Jos pasiekta išilginė skyra geresnė nei 2 μm. Sparčioji realaus

laiko OKT ypatinga tuo, kad atkuriant vaizdą galima registruoti 8 ar net daugiau kadrų per sekundę.

OKT galimybės plėtojamos kraujo tėkmės vaizdinimui panaudojant Doplerio efektą ar tiriant

audinių pažeidimus poliarizacijai jautriu OKT metodu panaudojant dvejopo lūžio rodiklio reiškinį.

Skersinio vaizdinimo kateteriai ir priekinio vaizdų perdavimo bei kiti įrenginiai yra tobulinami taip,

kad jais būtų galima tirti vidaus organus. Pavyzdžiui, OKT kateteriai yra derinami su

endoskopinėmis sistemomis, kad būtų galima realaus laiko režimu stebėti ne tik eksperimentinių

gyvūnų, bet ir pacientų vidaus organus.

Be didelės gaunamų vaizdų skyros, kiti vartotojo požiūriu svarbūs privalumai, užtikrinantys

OKT metodo sėkmę, yra jo paprastumas ir santykinai nedidelis investicijų poreikio bei duomenų

kokybės santykis. Sparčiai besivystančios fotoninės technologijos suteikia OKT didelius

technologinius privalumus ją visapusiškai tobulinant, tad įrangos kaina mažėja, o jos įvairovė ir

suteikiamos galimybės plečiasi. OKT metodikai dar tik kiek daugiau nei 15 metų, jos taikymą

biomedicinos srityje plačiai nagrinėja daugybė mokslinių straipsnių (Huang ir kt.,1991; Brezinski ir

Fujimoto, 1999; Schmitt, 1999).

5.1. Teoriniai OKT pagrindai

Optinė koherentinė tomografija – tai neinvazinis, nekontaktinis vaizdinimo metodas,

taikomas aukštos skyros išilginio pjūvio audinių mikrostruktūros vaizdams gauti. Įprastinė laikinė

OKT (angl. time domain OCT) leidžia registruoti šviesos aido vėlinimo trukmes, išilginio (ašinio)

skenavimo atraminėje atšakoje metu matuojant interferencijos signalo pokyčius laike kiekvienoje

spindulio, bandinio atšakoje skersai skenuojančio bandinį, vietoje. Vaizdinimo jautris mažėja, kai

vaizdų registravimo sparta didinama pasirenkant didesnę išilginio skenavimo spartą (Rollins ir kt.,

1998).

151

Furje OKT įgalina pasiekti didesnį jautrį ir vaizdinimo spartą negu laikinė OKT (Häusler ir

Lindner, 1998; Nassif ir kt., 2004; Yun ir kt., 2003; Leitgeb ir kt., 2003). Matuojant šviesos aido

vėlinimo trukmes Furje OKT naudojamas arba spektrografas (Nassif ir kt., 2004), arba keičiamo

spinduliuotės dažnio lazerinis šaltinis (Yun ir kt., 2003) spektriškai išskaidant interferencijos

signalą be išilginio nuskaitymo.

OKT pagrįsta didelės raiškos, plataus dinaminio diapazono išsklaidytos atgaline kryptimi

šviesos registracija. Kitaip nei ultragarso, šviesos greitis yra labai didelis. Taigi tiesiogiai išmatuoti

lėkio trukmės skirtumą tarp kritusios į bandinį ir atspindėtos šviesos neįmanoma, todėl tam turi būti

panaudojamos interferometrinės sistemos. Vienas iš galimų būdų yra mažo koherentiškumo

interferometrija. Tokiu atveju audinio atspindėta šviesa yra lyginama su šviesa, kuri nusklinda tam

tikrą žinomą nuotolį. Šis būdas pirmiausia buvo sukurtas atspindžiams šviesolaidžiuose ir

optoelektronikoje matuoti. Mažo koherentiškumo šviesą spinduliuoja didelio skaisčio

puslaidininkiniai šviestukai (angl. superluminescent semiconductor diodes, SLD ) arba kiti šaltiniai,

pavyzdžiui, kietakūniai lazeriai.

Interferometras, į kurį patenka plataus spektro šviesos šaltinio signalas, yra svarbi OKT

sistemos dalis. Sklisdamas interferometru šviesos spindulys suskyla spindulio daliklyje ir

kreipiamas dviem skirtingomis, atramine ir bandinio, atšakomis (5.1 pav.). Atspindėtas nuo

Ašinis (išilginis)

matavimasSkersinis skenavimas

Atspindžio geba

Atstumas

Atraminis

kelias

Šviesos

šaltinis

Spindulio

daliklis Detektorius

Bandinys

Šviesos šaltinis

Detektorius

Imtuvas

demoduliatorius

Vaizdų

formavimas

kompiuteriu

Skenavimo op-

tinis vėlinimas

Plyšinis biomikroskopas

Skersinis

skenavimas

Ašinis (išilginis)

matavimasSkersinis nuskaitymas

Atspindžio geba

Ats

tum

as

Atraminė

atšaka

Šviesos

šaltinis

Spindulio

daliklis Detektorius

Bandinys

Šviesos šaltinis

Detektorius

Imtuvas

demoduliatorius

Vaizdų

formavimas

kompiuteriu

Nuskaitymoop-

tinis vėlinimas

Plyšinis biomikroskopas

Skersinis

nuskaitymas

5.1 pav. OKT veikimo principas: (a) audinio išilginis nuskaitymas tam tikrame (skersinio nuskaitymo)bandinio taške atliekamas matuojant atspindėtos iš skirtingų atstumų (bandinio gylių) šviesos amplitudės pokyčius; (b) audinio skersinio pjūvio atvaizdas gaunamas atlikus daug išilginių nuskaitymų skirtinguose skersinio nuskaitymo taškuose, o paskui jie sujungiami į vientisą vaizdą; (c) sklidimo trukmės skirtumas tarp spindulio atraminėje atšakoje ir atspindėtosios nuo bandinio šviesos OKT sistemose dažnai matuojamas Maikelsono interferometru; (d) šviesolaidžių pritaikymas leidžia sukurti kompaktiškas ir tvirtas OKT sistemas

152

Bangos ilgis (nm)

Ga

lio

ss

pe

ktr

inis

tan

kis

(s.v

.)In

ten

sy

vu

ma

s(s

.v.)

Vėlinimas (m) Vėlinimas (m)

5.2 pav. Ti:safyro lazerio (veikiančio Kero lęšiu surištų modų (KLM) režimu) ir superliuminescencinio diodo optinių spektrų išėjimo (viršus), interferencijos signalų ir gaubtinių palyginimas. Lazerinio šaltinio optinis 260 nm signalo plotisįgalina pasiekti 1,5 m išilginę skyrą, palyginus su 11,5 mskyra, kurią užtikrina 32 nm spektrinio pločio SLD spinduliuotė. Adaptuota pagal (Drexler ir kt., 1999)

atraminio veidrodžio ir išsklaidytas

nuo bandinio pluoštelis sugrįžta atgal

į interferometrą ir sukuria

interferencinį koreliacinės sąveikos

signalą, kuris nukreipiamas į

detektorių. Interferometrinio signalo

registravimas galimas tik tada, kai

atraminio signalo ir signalo iš

bandinio sklidimo trukmės (arba

grupiniai greičiai) beveik nesiskiria.

Bandinio vietos, atspindinčios

daugiau kritusios šviesos, sukuria

didesnio intensyvumo interferencinį

signalą nei kitos. Krintančiu spinduliu

atliekamas skersinis tiriamos bandinio

srities skenavimas. Taip gaunamas

dviejų matmenų duomenų masyvas,

kurio dėka galima atkurti tiriamo

bandinio vaizdą skersinio pjūvio

plokštumoje. OKT atvaizdas

gaunamas analizuojant užregistruotos

šviesos intensyvumą tam tikrais

algoritmais.

Šviesos signalo skleidimui ir

surinkimui pritaikius šviesolaidžius, padaroma kompaktiška ir tvirta OKT sistema, kurią galima

panaudoti daugelyje medicininių prietaisų. Tačiau, nors šviesolaidžius naudoti labai patogu, tai

sąlygoja griežtus sistemos efektyvumo apribojimus, nes juose gali vykti intensyvi sugertis, be to,

dėl itin plačios spektrinės spinduliuotės srities, juose gali pasireikšti stipri dispersija, sąlygojanti

žymų išilginės skyros sumažėjimą. Todėl šiems trūkumams sumažinti kuriami specialūs netiesinių

optinių savybių šviesolaidžiai.

5.1.1. Skyra

Kitaip nei klasikinėje mikroskopijoje, bandinio OKT atvaizdo išilginį tikslumą lemia

šaltinio spinduliuotės koherentiškumo ilgis (5.2 ir 5.3 pav.). Išilginio bandinio taškų pasiskirstymo

funkcija, OKT matavimo metu apibrėžiama kaip interferometro išvado signalas, yra šviesos šaltinio

spinduliuotės elektrinio lauko autokoreliacija. Spinduliuotės koherentiškumo ilgis yra

autokoreliacijos lauko erdvinis plotis, o šio lauko gaubtinė atitinka spinduliuotės galios spektro

Furje transformacijos rezultatą. Dėl mažo koherentiškumo, būdingo OKT signalui, jis greitai gęsta,

jei spindulių lėkio trukmės interferometre nesutampa, tad bandinio erdvinės ypatybės, kurios

pakeičia šviesos signalo lėkio trukmę, gali būti aptiktos didele skyra (Huang, 1991).

Detektuojamą signalą sudaro dvi dalys, kurių viena – dviejų interferuojančių spindulių

intensyvumai, o kita – koreliacinės sąveikos funkcija. Tyrėjus domina būtent pastaroji, tad sukurta

keletas metodų, kaip pašalinti interferencinę dalį (Schmitt, 1999).

Laikinės OKT atveju atraminės atšakos optinio kelio ilgis verčiamas laikiniu intervalu.

Mažo koherentiškumo interferencijos savybė yra ta, kad interferencija, t. y. tamsių ir šviesių

brūkšnių vora, matoma tik tada, kai atraminėje ir

bandinio atšakose optinių kelių skirtumas yra ne

didesnis nei šviesos šaltinio spinduliuotės

koherentiškumo nuotolis. Bet kokia šviesa, kurios

optinio kelio ilgio skirtumas didesnis, signalo

interferometre nesukurs. Ši interferencija vadinama

autokoreliacija simetriniame interferometre (abi

atšakos pasižymi tokia pačia atspindžio geba) arba

kryžmine koreliacija (angl. crosscorrelation)

bendruoju atveju. Tokio moduliuoto signalo

gaubtinė kinta kaitaliojant kelio ilgio skirtumą, o

gaubtinės maksimumas atitinka vienodus optinių

kelių ilgius (5.4 pav.).

Log Atspindžio int.

5.3 pav. OKT vaizdų, gautų panaudojant (a)moduliuotos kokybės Ti:safyro lazerį ir (b)superliuminescencinį diodą, palyginimas.Viršutinio ląstelių sluoksnio ląstelių sieneliųstoris siekia 5 m. Nesunku pastebėti, kadlazeriu gauto vaizdo kokybė kur kas geresnė.

153

Adaptuota pagal (Bouma ir kt., 1995)

154

Dviejų iš dalies koherentiškų spindulių interferencija gali būti išreikšta kaip šviesos šaltinio

spinduliuotės intensyvumo Is funkcija:

1 2 1 22 ( ) ( ) Re ( )s s s sI k I k I k I k I G , (5.1)

čia k1 + k2 < 1 nurodo spindulio dalijimo santykį interferometre, o G(τ) – vadinamas kompleksine

laikine koherencijos funkcija (kompleksiniu koherentiškumo rodikliu), nusakančia interferencijos

signalo gaubtinę ir jo kaitą, priklausančią nuo atraminės atšakos nuskaitymo ar vėlinimo trukmės τ.

Būtent šis parametras ir yra svarbus kuriant objekto atvaizdą.

Kompleksinė laikinė koherencijos funkcija G() išreiškiama taip:

G() = Er*(t+)Esig() (5.2)

čia yra spinduliuotės lėkio trukmės skirtumas atraminėje ir bandinio atšakose.

Pagal Vinerio-Chinčino (Wiener-Khintchine) teoremą G() yra susijusi su šviesos

šaltinio spektriniu galios tankiu S() šitaip:

2π

0

( ) ( )e jG S d

, (5.3)

o tai yra Furje transformacijos sąryšis.

Matome, kad šaltinio signalui, kurį moduliuoja atspindžio šviesa, būdingas Gauso

erdvinis skirstinys, t. y.

20-

-4ln22 ln 2 / π( ) eS

, (5.4)

kur 0 lygus signalo centriniam dažniui, o Δ atitinka šaltinio skleidžiamų dažnių spektro plotį

pusės intensyvumo lygiu (FWHM), laikinė koherencijos funkcija bus lygi (Schmitt, 1999; Fercher

ir kt., 1988):

5.4 pav. Laikinės skyros OKT ir dažninės (Furje) OKT interferencijos signalai

155

2

0

π-

- 2π2 ln 2( ) e e jG

. (5.5)

Koherencijos signalo gaubtinės maksimumas nusako objekto padėtį tiriamoje mikrostruktūroje, o jo

amplitudė proporcinga bandinio mikrostruktūros sluoksnio atspindžio gebai.

Optinio signalo amplitudės moduliacija atsiranda dėl Doplerio efekto, kurį sukelia

skenuojantis vienos interferometro atšakos įrenginys, o jo dažnį lemia skenavimo sparta. Šitaip

keičiant optinio kelio ilgį vienoje interferometro atšakoje atliekamos dvi funkcijas – bandinio gylio

skenavimas ir signalo Doplerio moduliacija. OKT atveju optinio signalo dažnis dėl Doplerio

poslinkio išreiškiamas taip:

02

cs

Dop

v

, (5.6)

čia: vs – skenavimo sparta, lygi optinio kelio pokyčiui, c – šviesos greitis.

Skersinė ir išilginė gaunamo vaizdo skyros optinės koherencijos metu yra tarpusavyje

nepriklausomos (5.5 pav.). Jei OKT naudojamas įprastas (spinduliuotės erdvinis skirstinys

nusakomas Gauso funkcija) šaltinis, jo spinduliuotės koherentiškumo nuotolis lc nusakomas taip:

204ln 2

πcl

. (5.7)

Tada išilginė (gylio) skyra, kuri atitinka koreliacinės funkcijos pusplotį pusės intensyvumo lygyje,

disperguojančioje terpėje bus lygi:

2c

g

lz

n , (5.8)

čia ng yra grupinis rodiklis, apskaičiuojamas taip:

g

dk dnn c n

d d

, (5.9)

kur n yra fazės rodiklis arba įprastinis lūžio rodiklis. Realiose medžiagose ne tik n, bet ir ng

priklauso nuo bangos ilgio. Dėl šios priežasties interferencijos signalas išplinta, koherentiškumo

nuotolis padidėja, tad išilginė skyra sumažėja.

Išilginę skyrą riboja naudojamo spindulio koherentiškumo ilgis, tačiau ji nepriklauso nuo

spindulio sufokusavimo bei skaitmeninės apertūros. Ji yra atvirkščiai proporcinga naudojamo

šviesos šaltinio bangos ilgių intervalui. Norint pasiekti didelę išilginę skyrą (padidinti

prasiskverbimo gylį), reikia plataus spektrinio diapazono optinių šaltinių. Skyra taip pat yra

pagerinama naudojant trumpesnes bangas, tačiau tokios bangos audinyje yra labiau išsklaidomos

bei sugeriamos.

156

Kita vertus, skersinė (horizontalioji) OKT skyra priklauso nuo sufokusuotos dėmelės

dydžio, panašiai kaip įprastos mikroskopijos atveju (Brezinski ir Fujimoto, 1999) ir yra lygi

4

π

fx

d

, (5.10)

čia f yra židinio nuotolis, o d spindulio dėmelės dydis ant objektyvo

lęšio (spindulio skersmuo). Akivaizdu, kad, norint gauti didesnę skersinę

skyrą, reikia glaudžiau fokusuoti šviesos pluoštelį, o tai galima atlikti tik

didelės optinės apertūros prietaisu.

Konfokalinis parametras b (židinio fokusavimo zona)

įprastai įvertinamas kaip dvigubas Reilėjaus nuotolis (zR) (atstumas nuo

židinio plokštumos, kuriame spindulio diametras padidėja 2 kartų) taip

pat susijęs su skersine skyra:

2

2 π2

R

xb z

. (5.11)

Taigi, didinant skersinę skyrą, fokusavimo zona siaurėja. Zonos dydis dažniausiai yra derinamas

pagal norimą bandinio vaizdinimo gylį. Daugelio biologinių bandinių jis gali būti bent kelių

milimetrų.

Dažninės OKT (angl. frequency domain OCT) atvejis: plačiajuostė interferencija

registruojama spektriškai atskirtais detektoriais (koduojant optinį dažnį laike su spektro skenavimo

galimybę turinčiu šaltiniu arba su disperguojančiu detektoriumi, pavyzdžiui, difrakcine gardele ar

linijine detektorių gardele). Dėl Furje sąryšio tarp autokoreliacijos ir spektrinio galios tankio

giluminio nuskaitymo vaizdą galima iš karto atkurti atlikus užregistruoto signalo spektro Furje

transformaciją, netgi nekeičiant optinio kelio ilgio atraminėje atšakoje (t. y. nekeičiant veidrodžio

padėties) (Schmitt, 1999; Fercher ir kt., 1995). Ši savybė įgalina gerokai padidinti vaizdų

nuskaitymo spartą, o sumažinti nuostoliai vieno nuskaitymo metu pagerina signalo–triukšmo

santykį proporcingai registruojančių elementų skaičiui. Kartu atliekama skirtingų dažnių detekcija

apriboja bandinio nuskaitymo sritį, o spektrinis signalo plotis apibrėžia išilginę skyrą.

5.5 pav. Išilginė ir skersinė OKT skyros

Erdviškai koduotos dažninės OKT (arba Furje OKT) atvejis: spektrinė informacija gaunama

paskirstant skirtingus optinius dažnius detektorių juostelėje (tiesinėje CCD ar CMOS gardelėje)

disperguojančiu elementu (5.6 pav. a). Taip vieno apšvietimo metu gali būti surinka visa

informacija apie nuskaitomą gylį. Tačiau didelio signalotriukšmo santykio pranašumas sumažėja

dėl siauresnio linijinių detektorių darbinio dinaminio diapazono, palyginti su pavieniais fotojautriais

diodais, kurių privalumas yra ~10 dB geresnis signalotriukšmo santykis netgi skenuojant daug

s

p

p

k

t

š

p

t

O

s

k

d

e

š

a bOKTvaizdas

OKTvaizdas

Mažo koherentiškumošaltinis

Derinamas šaltinis

B B

Atr Atr

SD SD

SSA SSA

FDDG

Detektorius

a bOKTvaizdas

OKTvaizdas

Mažo koherentiškumošaltinis

Derinamas šaltinis

B B

Atr Atr

SD SD

SSA SSA

FDDG

Detektorius

5.6 pav. Spektrinis išskyrimas Furje OKT (a) ir sistemoje su derinamu šviesos šaltiniu (b). Sistemoselementų žymėjimai: Atr – atraminė atšaka, SD – spindulio daliklis, FD – fotodiodas, B – bandinys,

157

parčiau. Šio metodo trūkumai pasireiškia dideliu signalotriukšmo santykio mažėjimu, kuris

roporcingas nuotoliui nuo nulinio vėlinimo linijos, ir su sinchronizacija susieto nuo gylio

riklausomo jautrio sumažėjimu dėl detekcijos juostos pločio ribojimo. (Vienas pikselis detektuoja

vazistačiakampę optinės dažnių srities dalį vietoj vieno dažnio, tad Furje transformacija nėra

iksli). Be to, disperguojantys elementai spektroskopiniame detektoriuje dažniausiai nepaskirsto

viesos ant detektorių juostelės tolygiai pagal dažnius, bet pasižymi atvirkštine priklausomybe. Tad

rieš apdorojimą, kuris negali atsižvelgti į lokalius (pikselių) spektrinio pločio skirtumus, signalas

uri būti pertvarkomas, tačiau dėl to signalo kokybė dar labiau suprastėja.

Laike koduotos dažninės OKT atveju stengiamasi suderinti kai kuriuos įprastinės laikinės

KT ir erdviškai koduotos Furje OKT privalumus. Čia spektriniai komponentai yra koduojami ne

pektriniu atskyrimu, bet laike. Spektras arba filtruojamas, arba generuojamas atskirais vienas po

ito einančiais dažnio žingsniais ir rekonstruojamas prieš Furje transformaciją. Pritaikant derinamo

ažnio šviesos šaltinį, pavyzdžiui, lazerį, optinė schema tampa paprastesnė (5.6 pav. b) nei

rdviškai koduotos FTC atveju, bet nuskaitymo problemos sprendimas nuo laikinės OKT atraminės

akos perkeliamas į laike koduotos Furje OKT šviesos šaltinį. Privalumai pasireiškia patikrintoje

DG – difrakcinė gardelė, SSA – skaitmeninio signalo apdorojimo įrenginys

158

didelio signalotriukšmo santykio detektavimo technologijoje, be to, derinami lazeriai užtikrina

labai siaurą pradinį signalo dažnio (linijos) plotį sistemai dirbant labai dideliu dažniu (20-200 kHz).

Trūkumus sąlygoja bangos ilgio netiesiškumas, pasireiškiantis linijos išplitimu, ypač esant

dideliems dažniams, taip pat didelis jautris bandinio ar nuskaitymo geometrijos judesiams

(mažesniems nei nanometrų eilės tarp gretimų dažnio žingsnių).

OKT signalo ir triukšmo santykis (STS) įvertinamas taip:

10log( )P

STSNEB

, (5.12)

čia P – bandinio išsklaidyto šviesos signalo intensyvumas, NEB – signalo spektrinį plotį

atitinkančio triukšmo intensyvumas, - detektoriaus našumo koeficientas.

Įprastas OKT sistemų jautris siekia 100 dB, o tai reiškia, kad galima užregistruoti net labai silpnus

(10-10 eilės) atspindėtus signalus. Spinduliuotės įsiskverbimo gylį riboja audinių sklaidos ir

sugerties savybės. Naudojant infraraudonosios spektro srities bangas, įsiskverbimo gylį galima

padidinti iki 2–3 mm, nes tokiam bangos ilgiui melanino ir hemoglobino sugertis bei sklaida yra

palyginti menka. Priklausomai nuo to, kokią atvaizdo kokybę ir signalotriukšmo santykį norima

gauti, reikia taikyti 5–10 mW spinduliuotės galias, kad būtų gaunamas 250 x 250–500 x 500

pikselių vaizdas, kurio kitimo sparta keli kadrai per sekundę (Fujimoto ir kt., 2000). Jei nereikia

tokios spartos ar signalo kokybės, galia gali būti sumažinta.

5.1.2. Sparta

Tiek pat svarbus kaip ir skyra yra kitas OKT sistemos parametras – sparta. Vaizdo kadrų

kitimo dažnį iš esmės lemia sparta, reikalinga nuskaityti tokiai optinio kelio ilgio atkarpai, kad

registruojant signalą būtų gauta visa koreliacijos funkcija. Dėl to didžiausios pastangos buvo skirtos

sparčiau registruoti spinduliuotės lėkio trukmės skirtumui (atraminio ir bandinio optinių kelių

atšakose). Keletas tokių metodų apžvelgta straipsnyje (Brezinski ir Fujimoto, 1999).

Ankstyvosiose OKT sistemose optinio kelio ilgis atraminėje atšakoje buvo keičiamas

judančiu veidrodžiu arba tam naudojamas galvanometras (Huang ir kt., 1991). Toks metodas įgalina

pasiekti lėtesnę nei 2 kadrų per sekundę registravimo spartą. Antrosios kartos sistemose atraminės

atšakos optinio kelio ilgiui keisti buvo panaudoti šviesolaidiniai plėstuvai ar pjezoelektriniai

kristalai. Šios metodikos taikymą riboja tokie reiškiniai kaip poliarizuotų modų dispersija, histerezė,

kristalo suardymas bei neretai naudojama labai aukšta elektros įtampa (Brezinski ir Fujimoto,

1999).

159

Pastaraisiais metais įdiegta nauja metodika, kurioje fazės vėlinimas kontroliuojamas gardele

(Tearney ir kt., 1997). Kai atraminis spindulys krinta į gardelę, joje atliekama Furje transformacija.

Išsklaidyta banga kreipiama į fazių nuožulniąją plokštumą, kurios parametrai tiesiškai priklauso nuo

bangos ilgio. Kadangi tiesinė fazių nuožulnioji plokštuma dažnių erdvėje išreiškia grupinį vėlinimą

laiko erdvėje, kai spinduliuotės signalas krinta į gardelę antrą kartą, atliekama atvirkštinė Furje

transformacija. Šiuo būdu grupinio greičio vėlinimas gali būti skenuojamas pasukant veidrodėlį

skirtingais kampais. Metodas įgalina pasiekti kadrų kitimo spartą tarp 4 ir 8 per sekundę. Be to, jis

suteikia keletą kitų privalumų, t. y. grupinio greičio vėlinimas gali būti skenuojamas nepriklausomai

nuo fazių vėlinimo, o grupinio greičio dispersija gali būti kaitaliojama nenaudojant papildomos

prizmės (Brezinski ir Fujimoto, 1999).

5.1.3. OKT sistemos komponentai

Svarbiausi OKT sistemos komponentai gali būti suskirstyti į tris atskiras grupes: šviesos

šaltinis, interferometras ir skenuojanti aparatūra.

Šviesos šaltinis turi atitikti tris pagrindinius reikalavimus: spinduliuoti artimosios IR spektro

srities šviesą, turėti trumpą spinduliuotės koherentiškumo nuotolį ir būti didelio intensyvumo.

Ilgesnės bangos labiau pageidaujamos todėl, kad didelių dažnių bangoms (pavyzdžiui, mėlynai

šviesai) būdingas vidutinis sklaidos nuotolis yra trumpas. Kita vertus, bangas, kurių ilgis siekia 2

μm ir daugiau, intensyviai sugeria vanduo, tad dirbant biologinėse aplinkose tinkamiausias

spinduliuotės bangų ilgių ruožas būtų nuo 1,2 μm iki 1,8 μm.

Kaip matyti iš (5.8) lygybės, kuo trumpesnis koherentiškumo nuotolis, tuo geresnė skyra

gylio kryptimi. Kita vertus, didinant bangos ilgį ir siekiant išlaikyti tą pačią skyrą, bangų pluošto

pusplotis didėja proporcingai antrajam laipsniui, tai matyti iš (5.7) lygybės. Normaliomis sąlygomis

tokią papildomą šviesos pluoštelio plėtrą užtikrinti nelengva, nebent panaudojant moduliuotos

kokybės lazerius. Paveikslėliuose 5.2 ir 5.3 pavaizduota šviesos šaltinio spinduliuotės pločio įtaka

vaizdinimo skyrai.

Trečiasis šviesos šaltinio reikalavimas, t. y. didelis intensyvumas, įgalina pasiekti platų

dinaminį diapazoną registruojant signalą. Dar svarbiau, kad ši savybė būtų būdinga plataus spektro

šaltiniams. Tad labiausiai pageidautini būtų šviesos šaltiniai, kurių spinduliuotė sklistų plačiu

kampu iš mažos zonos arba siauru kampu – iš didelės zonos.

Daugelis OKT sistemų, kurioms nekeliami itin dideli skyros reikalavimai, kaip mažo

koherentiškumo šviesos šaltinius naudoja didelio skaisčio puslaidininkinius šviestukus (SLD angl.

160

superluminescent diode) (5.7 pav.). SLD gaminami panašios struktūros kaip ir lazerių diodai, bet

dažniausiai galinė jų briauna yra nuskelta kampu siekiant nuslopinti lazerinę šviesos generaciją.

Pagrindinis SLD skirtumas nuo diodinių lazerių yra tas, kad didelio skaisčio šviestukai neturi

grąžinamojo mechanizmo. Jų galuose nebūna atspindinčių paviršių (dėl to menka priverstinė

emisija). Tokių prietaisų struktūros nesukuria osciliuojančių modų ir generuoja spindulį, kurį

sukelia sustiprinta savaiminė emisija. Todėl jų emisijos spektras yra platesnis nei diodinių lazerių.

SLD yra populiarūs šaltiniai, nes juos galima įsigyti įvairių bangos ilgių (800 nm, 1,3 μm, 1,5 μm),

jie yra kompaktiški, jų didelis efektyvumas ir mažas triukšmų lygis. SLD koherentiškumo nuotolis

siekia nuo vos kelių mikronų iki kelių dešimčių mikronų. Tačiau SLD spinduliuotės galia gana

silpna (iki kelių mW), o tai neleidžia realiu laiku registruoti vaizdus didele sparta. Be to, SDL

spinduliuojamo spektro puspločiai yra santykinai siauri (dešimtys nanometrų), tad gaunamų OKT

vaizdų skyra siekia tik 10–15 mikronų.

Pastarųjų metų technologinė pažanga kuriant kietojo kūno trumpų impulsų lazerius skatina

vis plačiau juos panaudoti OKT vaizdinimui mokslinių tyrimų metu. Femtosekundiniais kietojo

kūno lazeriais generuojama derinamo dažnio, mažo koherentiškumo šviesa, o jos galios pakanka

atlikti didelės spartos OKT vaizdinimą. Trumpų impulsų generavimo galimybė visoje bangos ilgių

spektro nuo 0,7 μm iki 1,1 μm srityje buvo pasiekta su titano safyro (Ti:Al2O3) lazeriu. Ribotesnių

derinimo galimybių srityse (apie 1,3 μm ir 1,5 μm) trumpų impulsų generavimas atliekamas

atitinkamai su chromo forsterito (Cr4+:Mg2SiO4) lazeriu ir su Cr4+:YAG lazeriu. Naudojant 800 nm

(Ti:Al2O3) bei 1,3 μm (Cr4+:Mg2SiO4) bangų lazerius, OKT vaizdų skyra pasiekė atitinkamai 1 μm

ir 5 μm.

5.7 pav. Didelio skaisčio šviestuko (SLD) sandara

Pastaraisiais metais tyrinėjami kompaktiškesni ir patogesni šaltiniai, pavyzdžiui,

superliuminescuojančių šviesolaidžių šaltiniai. Titano safyro lazeriai, įprastai naudojami darant

daugiafotonės mikroskopijos tyrimus, yra didelio intensyvumo ir gali sukelti egzogeninių

161

fluorescencinių kontrastinių medžiagų dvifotonę sugertį ir fluorescenciją. OKT ir dvifotonės

mikroskopijos derinys tinkamas siekiant gauti papildomus vaizdo duomenis naudojantis vienu

optiniu šaltiniu.

Interferometras yra kiekvienos OKT sistemos svarbiausioji dalis. Dažniausiai tai

Maikelsono interferometras su šviesolaidiniais priedais (5.8 pav. a), tačiau šios sistemos išvade

neretai registruojami intensyvumo ir nuostoviosios srovės triukšmai, todėl šiems dėmenims iš

signalo pašalinti naudojamos specialios kompensuojančios schemos (5.8 pav. b ir c).

Laiko skirtumas tarp krintančios ir atspindėtosios šviesos Maikelsono interferometru yra

matuojamas šviesos pluoštelį kreipiant į pusiau skaidrią plokštelę P1, kuri padalija jį į du beveik

vienodo intensyvumo pluoštelius (5.9 pav.). Vienas iš jų, atsispindėjęs nuo veidrodžio A1, vėl

sugrįžta į plokštelę P1 ir atsispindi nuo jos stebėjimo kryptimi O. Antrasis pluoštelis krinta į

veidrodį A2, atsispindi nuo jo ir vėl pereina plokštelę P1 sklisdamas kryptimi O. Kadangi abu

pluošteliai (1 ir 2) susidaro iš vieno šviesos pluoštelio, jie yra koherentiniai ir gali interferuoti.

Šviesos pluoštelis 2 pereina plokštelę P1 tris kartus, o pluoštelis 1 – vieną kartą. Todėl papildomam

eigos skirtumui kompensuoti 1 pluoštelio kelyje pastatoma tokio pat storio plokštelė P2. Kai

interferometro pečiai vienodi, 1 ir 2 pluoštelių optiniai keliai vienodi ir jų eigos skirtumas lygus

nuliui. Jei keliai skiriasi, tada interferencinį vaizdą lemia oro tarpelis tarp veidrodžio A2 ir

veidrodžio A1 menamojo atvaizdo A1'. Šviesos interferencija gali vykti tik tada, kai 1 ir 2 šviesos

pluoštelių optinio kelio ilgių skirtumas sutampa su naudojamo šviesos šaltinio koherentiškumo

5.8 pav. Kai kurių OKT sistemos interferometro konfigūracijų pavyzdžiai: (a) standartinis šviesolaidinis Maikelsono interferometras; (b) sukompensuotas interferometras, pagrįstas 3 x 3 šviesolaidiniu sujungimu; (c) sukompensuotas interferometras, pagrįstas 2 x 2 šviesolaidiniu sujungimu; (d) laisvos erdvės analogas (a) atvejui; (e) kompaktiškas linijinis interferometras; (f) laisvos erdvės Macho–Cenderio (Mach – Zehnder) interferometras. Adaptuota pagal (Schmitt, 1999)

Šaltinis Atraminis veidrodis

BandinysDetektorius

a

Šaltinis Atraminis veidrodis

BandinysDetektorius 1

Detektorius 2

b

Šaltinis Atraminis veidrodis

Detektorius 1

Detektorius 2

Bandinys

c

Šaltinis

Detektorius

Bandinys

Šaltinis Detektorius

BandinysPluošto daliklis

Šaltinis

Atraminis veidrodis Detektorius 1

Detektorius 2

Bandinys

d e f

162

ilgiu. Interferencinis signalas, registruojamas interferometro išvade, elektroniškai nufiltruojamas,

demoduliuojamas, pakeičiamas skaitmeniniu pavidalu ir išsaugomas laikmenoje.

5.9 pav. Maikelsono interferometro schema

5.1.4. OKT signalo registraciją ribojantys veiksniai

Grupinio rodiklio ng priklausomybė (5.9) nuo bangos ilgio aprašo reikšmingą dispersijos

reiškinių poveikį išilginei skyrai. Šviesos sklidimas disperguojančia terpe sąlygoja perteklinį fazės

komponento ΦDisp(ν) indėlį signalų koreliacijos spektre. Šį papildomą fazinį narį galima užrašyti

Teiloro eilute:

( ) 00 0

0

( )( ) ( )

!

nn

Dispn

z kn

, (5.13)

kur

0

( )0( )

nn

n

d kk

d

(5.14)

yra nosios eilės dispersija, o z yra lėkio nuotolis disperguojančioje terpėje.

Kaip minėta, OKT tikslumas pagrįstas sistemos išilgine ir skersine skyra, o išilginę skyrą

lemia šaltinio spinduliuotės dažnių juostos plotis. Jei šviesos šaltiniu pasirenkamas

superliuminescuojantis diodas, jis paprastai leidžia pasiekti 13 μm skyrą gylio kryptimi (Huang ir

kt., 1991). Modernesnės OKT sistemos, kuriose veikia moduliuotos kokybės lazeriniai šaltiniai su

itin plačia spinduliuojamų bangų juosta, leidžia pasiekti apie 1 μm skyrą (Drexler ir kt., 1999;

Bouma, ir kt., 1996).

Triukšmo šaltiniai OKT sistemose gali būti suskirstyti į dvi skirtingas kategorijas:

sąlygojantys atsitiktinį triukšmą ir koherentinį triukšmą. Kadangi OKT sistema yra didelio jautrio ir

plataus dinaminio diapazono, ją galima pasitelkti kone kvantinių reiškinių ribojamiems tyrimams.

Tai pavyktų, jei būtų nuslopinti žemo dažnio 1/f ir šiluminis triukšmai. Triukšmo 1/f atveju šį tikslą

padėtų įgyvendinti tinkamai parinkto Doplerio dažnio panaudojimas. Kruopštus varžinio (angl.

163

transimpedance) stiprintuvo parinkimas padeda išvengti šiluminio triukšmo (Brezinski ir Fujimoto,

1999).

Tačiau dėmelių efektai (koherentinis triukšmas) gali gerokai pabloginti OKT vaizdo kokybę.

Šiai problemai spręsti buvo pasitelkta keletas metodų, tarp jų ir poliarizacijos, dažnio ar erdvinis

skirtingumas bei vaizdų skaitmeninis apdorojimas. Tačiau daugelis jų, kad sumažėtų triukšmas,

verčia atsisakyti skyros. Efektyvus būdas koherentiniam triukšmui šalinti dar nėra sukurtas, tačiau,

atrodo, kad skaitmeninis užregistruoto signalo apdorojimo algoritmas galėtų tam padėti. Kitaip,

taikant kitus šio triukšmo mažinimo metodus, neišvengiamai tektų didinti šviesos šaltinio skaitinę

apertūrą arba šviesos pluošto dažnių sritį.

5.2. OKT vaizdinimo metodikos

Įprastu atveju OKT vaizdai remiasi erdviniais pokyčiais, kurie pasireiškia koherentinės

išsklaidytos šviesos plokštumoje. Tačiau bet kokia tiriamojo objekto fizikinė savybė, keičianti

atspindėtos šviesos amplitudę, fazę ar poliarizaciją, galėtų suteikti diagnostiniu požiūriu svarbios

informacijos. Tad OKT galima išskirti keturias vaizdinimo metodikas (Schmitt, 1999).

Poliarizacijai jautri OKT. Daugelis kūno audinių, ypač raumeninių, turi siūlinių darinių,

dažniausiai sudarytų iš kolageno. Kai šie dariniai suformuoja savitą mikroskopinę audinio struktūrą,

pasireiškia dvigubas šviesos lūžis. Poliarizacijai jautri OKT, registruojant biologinio bandinio

atspindėtos šviesos intensyvumą gautame vaizde, išryškina šias audinių sritis. Maikelsono

interferometru registruojant interferencijos signalo, kurį suformuoja sklaidančios terpės atspindėtas

spindulys ir atraminės atšakos spindulys, amplitudę statmenos poliarizacijos padėtyse vienu metu,

galima pamatuoti poliarizacijos pokytį, atsirandantį dėl optinio fazės vėlinimo tarp šviesos bangų,

sklindančių dvigubo lūžio rodiklio terpėje išilgai greitosios ir lėtosios ašių. Ši interferencijos metu

išsaugoma poliarizacijos informacija padeda nustatyti dvigubo šviesos lūžio sričių pasiskirstymą

tiriamajame biologiniame audinyje. Atlikti tyrimai patvirtino šios metodinės krypties

perspektyvumą, ypač tiriant ir diagnozuojant terminio poveikio sukeltus odos struktūros pokyčius

(De Boer ir kt., 1998), taip pat vaizdinant rageną, tinklainę, dantų struktūrą ir atliekant

endoskopinius tyrimus (Yamanari ir kt., 2006). Tiriant eksperimentinius gyvūnus pademonstruotos

šios metodikos perspektyvos aptinkant raumeninio audinio mikrostruktūros pakitimus, vertinant su

distrofija susijusius dvigubo lūžio interferencinio vaizdo pokyčius (Pasquesi ir kt., 2006).

Šiuolaikinės poliarizacijai jautrios OKT sistemos leidžia tirti bandinius ex vivo ir in vivo

registruojant vaizdus 10 kHz dažniu ribiniame 2 mm vaizdinimo gylyje (Fan ir kt., 2007).

164

Doplerio reiškiniu grįsta OKT. Nors lazeriniai šviesos šaltiniai jau ne vienus metus

naudojami greičio matavimams, dėl lazerinei spinduliuotei būdingo ilgo koherentiškumo nuotolio

interferencija tarp nepakitusios ir Doplerio poslinkį patyrusios atgaline kryptimi išsklaidytos šviesos

dalies pasireiškia ilgame optinio kelio nuotolyje, o tai nulemia netikslų tiriamojo objekto

vaizdinimą. Tačiau OKT būdinga ribota koherencijos sritis leidžia įveikti šią problemą, tad

pasiekiamas didesnis judančių objektų atvaizdavimo tikslumas. Ši metodika taikoma, pavyzdžiui,

vaizdinant kraujo tėkmę (5.10 pav.).

Tradicine optine koherentine tomografija registruojama ir atvaizduojama tik atspindėtos nuo

bandinio spinduliuotės amplitudė. Doplerio OKT yra taikoma skysčių tekėjimo odos, akies

tinklainės, širdies kraujagyslėmis ir kt. registravimui. Šis metodas įgalina skaitmeniniu būdu

analizuoti interferencijos signalą, susidarantį šviesai atsispindint nuo bandinyje esančio judančio

sklaidančio objekto (pavyzdžiui, skysčio), ir nustatyti to skysčio judėjimo sukeltą Doplerio dažnio

sąlygotą signalo pokytį. OKT elektronikos įtaiso detektavimo filtrais registruojamų bangų juostos

pločiai atlieka signalo fragmentavimo funkciją, nes registruojami tik tie tėkmės greičiai, kurių

dažniai patenka į šių juostų sritį. Jei tėkmės pobūdis nežinomas, detekcijos filtro centrinis dažnis

gali būti paslenkamas tam, kad atvaizduotų visų bandinyje esančių tėkmių greičius.

5.10 pav. (a) Žiurkėno odos OKT vaizdas, atkurtas matuojant atspindėto signalo amplitudę. Matyti visa odos struktūra. (b) Tos pačios odos vaizdas, gautas Doplerio optinės koherentinės tomografijos metodu. Matyti trys kraujagyslės

oras

epidermis / derma

riebalai

raumuo

jungiamasis audinys

stiklas

kraujagyslės

mm

/s

a

b

oras

epidermis / derma

riebalai

raumuo

jungiamasis audinys

stiklas

kraujagyslės

mm

/s

a

b

165

Audinių sugerties OKT. Dviejų signalų koreliacinės sąveikos išraiška Ic gali būti

užrašyta tokiu pavidalu:

Ic() = Er*()Esig() (5.15)

= Er*()Er() A()e-j() (5.16)

= S()A()e-j() (5.17)

čia S() žymi šaltinio spektrą, A() ir () – spektro amplitudę ir fazę.

Kadangi A() tiesiogiai priklauso nuo bandinio sugerties koeficiento, šis sąryšis

sukuria prielaidas iš koreliacinės sąveikos signalo gauti informaciją apie bandinio sugerties savybes.

Iš tiesų taip ir daroma, be to, galima pademonstruoti, kad tam tikromis sąlygomis sugerties spektras

yra proporcingas normuotų po Furje transformacijos koreliacinės sąveikos signalų, pamatuotų

dviejuose skirtinguose terpės gyliuose, logaritmų santykiui.

OKT elastografija (elastinis vaizdinimas) apima audinio viduje esančių lokalių standumo

pokyčių neinvazinius matavimus. Tai galima atlikti todėl, kad OKT yra jautri bandinio poslinkiams

vaizdinimo metu. Pasinaudojus šia OKT savybe, galima gauti informacijos apie bandinyje

atsirandančias mikrodeformacijas tuo metu, kai jis paveikiamas išorinėmis spaudimo jėgomis. Tai

gali suteikti itin svarbios diagnostinės informacijos, ypač vertinant žaizdų gijimo vyksmus.

5.2.1. Sparčioji OKT

Trumpus impulsus generuojantys kietojo kūno lazeriai ne tik kuria plataus spektro

spinduliuotę, reikalingą didelės skyros OKT vaizdams gauti, bet jų impulsų galios pakanka tam, kad

būtų galima paspartinti vaizdų gavimą realaus laiko režimu. Didesnės galios šviesos impulsai

reikalingi siekiant palaikyti pakankamą signalotriukšmų santykį, kai bandinys nuskaitomas didele

sparta. Didinant vaizdų registravimo spartą, sunku užtikrinti reikiamą atraminį spindulį atspindinčio

veidrodžio poslinkį. Dėl šios techninės problemos išilginio skenavimo dažnis apribojamas iki

maždaug 100 Hz, priklausomai nuo veidrodžio dydžio ir registruojančio galvanometro parametrų.

Tam išspręsti pasinaudojama besisukančiais veidrodiniais kubais, pjezoelektriniais moduliatoriais

arba daugkartinio perėjimo optiniais rezonatoriais. OKT pritaikytas ir optinis vėlinimas, kuris

pagrįstas principais, taikomais keičiant femtosekundinių impulsų formą. Vėlinimo linija gardele

spektriškai išskaido spindulį atraminėje atšakoje. Dispergavęs spindulys lęšiu sufokusuojamas ant

besisukančio veidrodžio, kuris uždėtas ant galvanometro. Įdėtas lęšio Furje transformacijos

plokštumoje veidrodis suteikia šviesai nuo bangos ilgio priklausantį fazės poslinkį. Vėliau, šviesos

spinduliui sugrįžus į interferometrą, šis poslinkis tampa ekvivalentiškas lėkio trukmės vėlinimui

laikinėje erdvėje. Pritaikius OKT greitus rezonansinius galvanometrus, skenavimo dažnius galima

166

padidinti iki 8 kHz nekeičiant kelių milimetrų išilginio skenavimo srities ilgio. Priklausomai nuo

vaizdo taškų – pikselių skaičiaus (išilginių skenavimų skaičiaus viename vaizde), toks dažnis

suteikia galimybę gauti video vaizdą (30 kadrų per sekundę). Panaudojant skersinį skenavimą,

šiuolaikinėmis OKT sistemomis galima gauti trimačius vaizdus. Šį nuskaitymą atliekant su didesnės

skaitinės apertūros objektyvo lęšiais, pasiekiama didelė skersinė skyra. Toks metodas pavadintas

optine koherentine mikroskopija.

5.3. Skenavimo schemos

Fokusuojant šviesos spindulį į tašką bandinio paviršiuje testo metu ir rekombinuojant

atspindėtą šviesą su atramine, gaunama interferograma su bandinio informacija, atitinkančia vieną

išilginį skenavimą (tik z ašis). Bandinio skenavimas gali būti atliekamas arba keičiant šviesos

spindulio padėtį, arba judinant bandinį po šviesos spinduliu. Skenavimas, prioritetu pasirinkus gylį,

atliekamas greitai keičiant spindulio optinį vėlinimą atraminėje atšakoje ir sukaupiant vieno pilno

išilginio nuskaitymo duomenis prieš tai, kol pakeičiama nuskaitančio spindulio padėtis bandinio

paviršiuje. Alternatyvus OKT vaizdų atkūrimas atliekamas prioritetu pasirenkant skersinį

skenavimą. Šis būdas atitinka optinį sluoksniavimą, atliekamą konfokalinės ar dvifotonės

mikroskopijos metu. Linijinis skenavimas sukuria dvimatį duomenų rinkinį, kuris atitinka bandinio

išilginio pjūvio vaizdą (x-z ašinis nuskaitymas), o ploto skenavimas registruojant dvimačius vaizdus

ir keičiant atraminio veidrodžio padėtį leidžia surinkti trimatį duomenų rinkinį, atitinkantį tūrinį

bandinio skenavimą (x-y-z), dar vadinamą viso lauko (angl. full field) OKT metodika.

Pavienio taško (konfokalinė) OKT

Sistemos, pagrįstos vieno taško (konfokalinė) ar slenkančio taško (angl. flying point) laikine

OKT, privalo nuskaityti bandinį dviem išilginėmis kryptimis ir atkurti trimatį vaizdą, gaunant gylio

informaciją iš ribojamo koherencijos signalo, registruojamo atliekant išilginį nuskaitymą atraminėje

atšakoje (5.11 pav.). Dvimatis skersinis nuskaitymas atliekamas elektromechaniškai judinant

bandinį ant transliacinio padėklo (Fercher ir kt., 1995) ir naudojant novatorišką

mikroelektromechaninę nuskaitymo sistemą (Yeow ir kt., 2004).

5.11 pav. Pavienio taško OKT scįrenginys, A/S – analoginio/skaitm

Lygiagrečioji OKT

Pagal lygiagrečiosios OK

kai apšviečiamas visas bandinio

elektromechaninio skersinio sk

plokštuminius vaizdus galima

pademonstravo pakopinės fazė

taikymas su Linniko interferom

detektavimas heterodynu (Akiba

veidrodžiu ir išilginio poslinkio

norint CCD kameras panaudo

informacinio signalo generacijo

užregistruoti didelio dažnio info

Pažangių (smart) detektorių gar

Dvimatė pažangių dete

oksidopuslaidininkio (CMOS)

demonstruoti (Bourquin ir kt., 2

58 pikselių dydžio pažangių det

ir turėjo savą elektroninį signalo

Išilginis (Z)skenavimas

Skersinis (X ar Y)

Spinduliospaudiklis

Spinduliodaliklis

Kolimuojantis lęšis

Atraminės atšakosveidrodis

Mažokoherentiškumošviesos šaltinis

Er(t),

167

hema. FI – signalo filtravimo įrenginys, DM – signalo demoduliavimo eninio signalo keitiklis

T metodą taikomos kameros su krūvius kaupiančiu įtaisu (CCD),

laukas ir plokštuminis paviršiaus vaizdas gaunamas nenaudojant

enavimo. Stumdant atraminį veidrodį ir registruojant gretimus

atkurti trimatį vaizdą. Trimatę OKT, naudojant CCD kameras,

s metodika (Dunsby ir kt., 2003), geometrinio fazės poslinkio

etru (Roy ir kt., 2002), dviejų CCD kamerų panaudojimas ir

ir kt., 2003) bei Linniko interferometro su osciliuojančiu atraminiu

padėklu panaudojimas (Dubois ir kt., 2002). Svarbus reikalavimas,

ti OCT vaizdams registruoti, yra arba labai didelė sparta, arba

s ribojimas nuo judančio atraminio veidrodžio tam, kad būtų spėta

rmacinį OKT signalą.

delė lygiagrečiajai laikinei OKT

ktorių gardelė, sukonstruota iš 2 m komplementarios metalo

technologijos įtaisų, buvo panaudota pilnojo lauko OKT sistemai

001). Sukurtoje nesudėtingoje optinėje schemoje (5.12 pav.) 58 x

ektorių gardelėje kiekvienas pikselis veikė kaip atskiras fotodiodas

demoduliacijos įtaisą.

skenavimas

Es(t), Ps(ω)

P (ω)

Objektyvo lęšis

Bandinys

A / SDMFI

FotodetektoriusKompiuteris

168

Lygiagretaus detektavimo spektrinės OKT metodas buvo išplėtotas siekiant gauti išilginio

pjūvio vaizdus iš vieno registruoto vaizdo nenaudojant išilginio ar skersinio skenavimo (Zuluaga ir

Richards-Kortum, 1999; Endo ir kt., 2005; Grajciar ir kt., 2005; Yasuno ir kt., 2006). Vėliau,

panaudojus linijinį apšvietimą ir dvimatę CCD, buvo pamatuoti trimačiai (3D) atvaizdai (Endo ir

kt., 2005), realiu laiku in vivo vaizdintos žmogaus akies struktūros (Grajciar ir kt., 2005), ir atlikti

dermatologiniai tyrimai (Yasuno ir kt., 2006). OKT vaizdų suformavimas reikalauja tikslaus

išilginio skenavimo duomenų atvaizdavimo ir jų interpoliavimo iš banginės erdvės į kerdvę bei

Furje transformacijos taikymo. Žinoma, kad Furje OKT turi signalo pastovųjį dėmenį, susieja

artefaktus ir patiria staigų signalo ir triukšmo santykio sumažėjimą, kuris proporcingas nuotoliui

nuo nulinio vėlinimo linijos ir nuo gyliui proporcingo jautrio sinctipo sumažėjimo, pasireiškiančio

dėl riboto detekcijos linijos pločio. Siekiant išvengti šių artefaktų, spektrinės OKT metodas

reikalauja keleto spektrinių interferencijos signalų su paslinkta faze (Wojtkowski ir kt., 2002;

Leitgeb ir kt., 2003). Biologinių bandinių vaizdinimo in vivo fazių skirtumo tarp užregistruotų

vaizdo kadrų tikslumas nėra labai patikimas dėl bandinio judesių.

Lygiagretaus detektavimo laikinės OKT metodas buvo išplėtotas siekiant gauti skersinius

(Lebec ir kt., 1998; Dubois ir kt., 2002; Grieve ir kt., 2005; Dubois ir kt., 2006; Karamata ir kt.,

2004) ir išilginius (Zeylikovich ir kt., 1998; Watanabe ir kt., 2006 a; Watanabe Y. ir kt., 2006 b)

bandinių pjūvių vaizdus. Laikinės OKT vaizdų apskaičiavimas atliekamas pagal interferencijos

vaizdus, tad išvengiama standartinių Furje OKT bėdų, kurias sąlygoja atsirandantys veidrodiniai

atvaizdai ir mažėjantis signalo ir triukšmo santykis plečiant skenuojamo gylio ribas. Kadangi

SLD Šviesolaidis

Lęšis

Bandinys

Spinduliodaliklis

Kameros objektyvas

Kamera

Atraminisveidrodis

SLD Šviesolaidis

Lęšis

Bandinys

Spinduliodaliklis

Kameros objektyvas

Kamera

Atraminisveidrodis

5.12 pav. Pilnojo lauko OKT optinė schema. Optiniai elementai – superliuminescencinis diodas, 50 proc. spindulio daliklis, CMOS technologijos skaitmeninio signalo apdorojimo kamera, veikianti kaip dvimatė detektorių gardelė. Naudojant OKT gylio nuskaitymo galimybę, sukuriama neinvazinė trimačio vaizdo atkūrimo sistema

169

pilnojo lauko OKT įgalina registruoti skersinius plokštumos vaizdus, norint registruoti išilginio

pjūvio vaizdus, reikia išilginio mechaninio skenavimo įtaiso. Norint su 2D kamera gauti apšviesto

bandinio interferencijos vaizdą su gylio skyra, išilginėjeskersinėje lygiagretaus (ALP) detektavimo

schemoje kaip atraminis spindulys panaudojamas pirmasis difragavusios šviesos maksimumas,

sukuriantis pastovų erdvinį optinį vėlinimą, o bandinys zonduojamas linijinio apšvietimo šviesa

(Zeylikovich ir kt., 1998). Taikant trijų žingsnių fazės poslinkio metodiką, 10 kadrų/s OKT

vaizdinimas in vivo pademonstruotas su InGaAs skaitmenine kamera, registruojančia 30 kadrų/s

(Watanabe ir kt., 2006 a). Žmogaus pirštų 4,80 x 2,45 mm2 (išilgai–skersai) srities OKT atvaizdai

buvo pamatuoti 90 dB jautriu. Panaudojant itin sparčią CMOS technologijos kamerą, dviejų

gretimų vaizdų skaičiavimo būdu gauti 512 x 512 pikselių OKT vaizdai iš 5,8 x 2,0 mm2 (išilgai–

skersai) srities 1500 kadrų/s sparta (Watanabe Y. ir kt., 2006 b). Išilginės ir skersinės vaizdinimo

ribos buvo apribotos vaizdinimo lęšių parametrų ir Littrow kampo tarp statmens difrakcinei gardelei

ir pirmosios difragavusios šviesos eilės pluoštelio (orientavus šviesos šaltinį Littrow kampu

gardelės atžvilgiu, pirmojo difrakcijos maksimumo pluoštelis nukreipiamas atgal kritusio spindulio

kryptimi).

Tokioje sistemoje (5.13 pav.) (Watanabe ir kt., 2006 c) kolimuotas superliuminescuojančio

diodo (0 = 1,31 μm, FWHM Δ= 30 nm, koherentiškumo ilgis lc = 50,3 μm) šviesos spindulys

dalijamas į atraminę ir bandinio atšakas nepoliarizuojančiu kubiniu spindulio dalikliu (20 mm

dydžio). Cilindrinis lęšis (f = 50 mm), skirtas bandinio apšvietimui linijiniu spinduliu, buvo įdėtas

bandinio atšakoje. Atspindinti difrakcinė gardelė įdėta atraminėje atšakoje ir orientuota Littrow

kampu. Gardelės difrakcijos lygtis:

p(sinα + sinβ ) = n (5.18)

čia p yra nuotolis tarp rėžių (1/300 mm); – difragavusios bangos ilgis; α ir β yra spindulio kritimo

ir difrakcijos kampai, o n žymi difrakcijos eilę. Kadangi Littrow konfigūracijos kritimo ir

difrakcijos kampai sutampa, Littrow kampas θ apibrėžiamas taip:

θ = sin -1(n0 / 2p) (5.19)

Nors centrinio bangos ilgio pluoštelis atgal sklinda tuo pačiu kritimo keliu, kitų bangos ilgių ( )

spinduliuotė nuo jo nukrypsta, ir jos difrakcijos kampus galima apskaičiuoti taip:

β = sin -1(n / p - sin θ) (5.20)

Išsklaidytas bandinio atgaline kryptimi spindulys ir gardelėje difragavęs spindulys buvo vaizdinami

InGaAs kamera ( 256 (H) x 320 (V) pikseliai, 25 μm pikselio dydis, aktyvus plotas 6,4 x 8,0 mm,

12 bitų skyra, kadrų skaičius iki 60 per s) panaudojant optinį didinimo lęšį (0,52 x, židinio nuotolis

– 90 mm). Kameros horizontalūs pikseliai (N = 256) ir vertikalūs pikseliai (M = 320) registravo

170

atitinkamai išilginius ir skersinius nuotolius bandinyje. Difrakcinės gardelės sąlygotas vaizdinimo

gylis, ΔZ, lygus:

ΔZ = d tanθ, (5.21)

čia d – šviesos spindulio skersmuo. Kadangi skersinis nuotolis ΔX matuojamas kameros vertikaliu

pikseliu, išilginis nuotolis ΔY atitinka NΔX / M. Tad sąryšis tarp ΔZ ir ΔX išreiškiamas:

ΔZ = ΔY tanθ = tanN

XM

. (5.22)

Remiantis vaizdinimo teorema, kai išilginis kontūras, Δl, yra vertinamas dviem pikseliais,

maksimali vaizdinimo gylio zona ore, ΔZmaks, išreiškiama:

ΔZmaks =2 2 2

clN Nl . (5.23)

Kadangi lc = 50,3 μm ir N = 256, sistemos ΔZmaks = 3,2 mm. Jei tikras kameros vaizdinimo gylis yra

didesnis nei ΔZmaks, išilginė skyra priklauso nuo vaizdinimo gylio ir pikselių skaičiaus.

Išilginėsskersinės interferencijos atvaizdas, I, gali būti išreiškiamas taip:

I(x,z) = Isig + Iatr+2[IatrIs(Rsig(x,z)*|γ(z)|)]½cosφ, (5.24)

čia Isig, Iatr ir Is yra bandinio, atraminio spindulio ir kritusio spindulio intensyvumai, Rsig bandinio

atspindžio gebos skirstinys, γ(z) – moduliacijos amplitudė, kurią lemia šviesos šaltinio spinduliuotės

koherentiškumo lygis, φ – bandinio ir atraminio spindulių pluoštelių fazių skirtumas, o ženklas *

žymi konvoliucijos operatorių.

Kadangi kameros išvade vaizdas susideda iš neinterferencinio signalo, interferencinio

signalo amplitudės ir fazinio nario, OKT vaizdui atkurti reikia daugiau nei trijų paslinktos fazės

interferencijos vaizdų. Registruojant biologinių bandinių OKT vaizdus in vivo, dėl to, kad bandiniai

juda, reikia vaizdinti didele sparta. Vaizdinant biologinius bandinius neinterferuojančios šviesos

indėlis dažnai yra gerokai stipresnis nei interferencijos signalas. Todėl labai svarbu pašalinti

neinterferuojančią šviesą parenkant minimalų vaizdų kadrų skaičių. Kai dviejų interferencijos

vaizdų fazės skirtumas sukuriamas judinant bandinį, dviejų užregistruotų vaizdų I1 ir I2 skirtumo

kvadrato vertė, S, gali būti apskaičiuota taip:

S = (I1 - I2)2 = 4[IatrIs(Rsig(x,z)*|γ(z)|)](cosφ1- cosφ2)

2. (5.25)

171

5.13 pav. Išilginės–skersinės lygiagrečios laikinės OKT principinė schema. SLD – superliuminescuojantis diodas, SD – spindulio daliklis, CL – cilindrinis lęšis. Adaptuota pagal (Watanabe ir kt., 2006 c)

Nors apskaičiuotame rezultate yra fazinis narys, liekamosios interferencijos juostos nematomos, nes

biologinių audinių OKT vaizdams būdingas taškinis triukšmas. Tad gautas vaizdas S atspindi

bandinio atspindžio gebą Rsig(x,z), atitinkančią OKT vaizdą, tačiau su triukšmu. Efektyvus būdas

norint sumažinti fazinį ir taškinį triukšmą yra vaizdų vidurkio apskaičiavimo procedūra (Grieve ir

kt., 2005; Dubois ir kt., 2006; Zeylikovich ir kt., 1998).

5.4. Gilesnių audinių sluoksnių vaizdinimas

OKT yra lankstus ir adaptyvus vaizdinimo metodas. OKT sistemą sudaro atskiri optiniai ir

elektronikos elementai, tad galima pritaikyti daug įvairių optinių prietaisų, kad ją būtų galima

panaudoti ir vaizdų iš vidinių audinių registracijai. Konstruojant tokias OKT sistemas dažniausiai

panaudojami šviesolaidžiai, kurių atskiromis optinėmis gyslomis galima kreipti šviesą į audinį ir

surinkti atspindėtus spindulius. OKT sistemos dalis nesudėtinga įmontuoti į chirurginius

mikroskopus, oftalmologinius plyšinius mikroskopus, ranka valdomus zondus, kateterius.

Ribinis bandinio gylis, kurį dar galima atvaizduoti, yra sąlygojamas bandinio sugerties bei

atspindžio savybių. Šis gylis kinta nuo kelių dešimčių milimetrų skaidriuose audiniuose

(pavyzdžiui, akyje) iki mažiau nei trijų milimetrų stipriai sklaidančiuose audiniuose (pavyzdžiui,

odoje).

Siekiant vaizdinti giliai esančius sklaidančius audinius, ieškoma naujų technologinių

sprendimų. Specialiai sukonstruotu OKT kateteriu galima tirti vidinių sistemų, pavyzdžiui,

virškinamojo trakto, audinius. Jis gali būti panaudotas kartu su endoskopu, įterpus 1 mm skersmens

kateterį į endoskopo vamzdį, ir šitaip atliekant įprastą vaizdinę apžiūrą bei OKT vaizdų registraciją

SLD

Kolimuojantis lęšis

Neutralus filtras

Difrakcinė gardelė

ΔZ

SD

CLOptiniodidinimolęšis

InGaAskamera

Kamerosplotas

N=256 pikseliaiIšilginis: Δz

M=320 pikseliųSkersinis: Δx

Bandinys

tuo pat metu. Stengiantis kuo mažiau pažeisti sveikus audinius operacijų metu, panaudojami

laparoskopai. Tai ilgi, ploni ir tvirti prietaisai, kuriais taip pat galima gauti pilvo ertmės vaizdus ir

juos išsaugoti. OKT vaizdams gauti reikalingas spindulys sklinda laparoskopo optiniais elementais.

Giliai į audinius galima įsiskverbti naudojant adatinius zondus su šviesolaidine optika. Mažytės

(400 μm skersmens) adatos, kuriose įmontuota plona šviesolaidinė skaidula ir mikrooptikos

elementai, įterpiamos net į standžius audinius ir, jas sukant apie ašį, gaunami OKT vaizdai.

Naujausia OKT nuskaitančio spindulio mechanizmo minimizavimo technologija –

mikroelektrooptomechaninės sistemos (MEOMS).

5.5. OKT taikymo sritys

Optinė koherentinė tomografija dažniausiai pasitelkiama tose biomedicinos srityse, kur

alternatyvios metodikos gali sukelti pavojų arba nesuteikia norimos informacijos, be to, ji lengvai

pritaikoma ir mikrochirurginių operacijų metu (Brezinski ir Fujimoto, 1999).

b

m

n

k

n

n

n

OKT :4 – 20 m

AD (30 MHz)Ultragarsas:>110 m

5.14 pav. Kraujagyslės vaizdai, gauti OKT sistema ir ultragarso aparatu. Adaptuota pagal (Brezinski ir

172

Daugeliu atveju, pavyzdžiui, atliekant smegenų tyrimus, įprasti biopsijos metodai gali

ūti itin pavojingi. Konkuruojančių technologijų pritaikymo galimybės taip pat labai ribotos dėl

ažos skyros ar nepakankamo gaunamų duomenų diagnostinio selektyvumo (daug klaidingai

eigiamų atvejų). Galima aptikti ankstyvas daugelio tinklainės ligų stadijas, kai dar galimas

onservatyvus gydymas, tačiau akies struktūros tyrimus reikia atlikti mikrometrine skyra, kurios

egali užtikrinti joks kitas metodas, išskyrus OKT. Kartais pasitaiko ir klinikinių atvejų, kai dėl

eraiškaus ligos pobūdžio, net ir atliekant kryptingus diagnostinius tyrimus, yra didelė tikimybė jos

eaptikti, o tai didina klaidingą neigiamų atvejų skaičių.

Pagrindinės OKT taikymo sritys:

Audinių stebėjimas, kai tradiciniai chirurginiai metodai (biopsija) yra pavojingi arba

neįmanomi;

Pagalba chirurginių bei mikrochirurginių operacijų metu orientuojantis audinių struktūrose;

Fujimoto, 1999)

173

Audinių vaizdo atkūrimas chirurginio šalinimo metu siekiant sumažinti klaidų tikimybę, kai

pažeisti ar piktybinių navikų apimti audiniai yra aptinkami imant mėginius.

5.1 lentelė. Širdies vainikinių arterijų tyrimo būdų palyginimas

OKT Ultragarsas Magnetinisrezonansas

Fluoroskopija Angioskopija

Skyra (μm) 1 – 15 80 – 120 80 – 300 100 – 200 < 200

Zondodydis (μm)

140 700 Nenaudojamas Nenaudojamas 800

Jonizuojantispinduliuotė

- - - Galimas žalingaspoveikis

-

5.5.1.Vystymosi biologija

OKT metodu galima atlikti didelės skyros ir spartos organizmo funkcinio ir morfologinio

vystymosi vaizdinimą, netgi ląstelinio lygmens. Jis įgalina neinvazyviai stebėti tokius ląstelių

gyvybinius procesus kaip mitozė ir migracija. Vaizdinimo tyrimai, atlikti su varlių buožgalviais,

žuvimis ir pelėmis, pademonstravo, kad vaizduose gana gerai matyti gemalų ir kiaušinėlių vidinė

morfologinė struktūra. Jei dėl bandinio dydžio ar šešėlių negalima įžvelgti struktūros iš vienos

pusės, bandinys pasukamas ir vėl skenuojama toje pačioje plokštumoje. Palyginamieji tyrimai,

atlikti su histologiniais biologinių preparatų vaizdais, patvirtina tikslų audinių struktūrų

atspindėjimą OKT vaizduose. Didžiulį taikomąjį potencialą turi galimybė pakartotinai registruojant

vaizdus atlikti funkcinės genomikos, kuri susieja genetiką su augančio organizmo funkcijomis ir

morfologija, tyrimus.

Kadangi vaizdo kontrastui gauti OKT remiasi būdingais tam tikro audinio šviesos sklaidos

pokyčiais, išoriniai kontrastą didinantys ar fluorescuojantys junginiai yra nereikalingi. Tai leidžia

išlaikyti audinį arba stebimą organizmą gyvybingą ilgų nepertraukiamų stebėjimų metu. Taip buvo

atlikti žuvų embrionų vystymosi tyrimai nuo pat ikrų apvaisinimo iki mailiaus išsiritimo, nesukėlę

jokių gyvybingumo ar vystymosi sutrikimų. Toks būdas, atkuriant kelių milimetrų gylyje esančių

struktūrų vaizdus iš užregistruotų subtilių išsklaidytos šviesos pokyčių, reikšmingai papildo

tradicinę šviesos mikroskopiją.

Gyvų audinių vaizdų registravimas, ypač didesnių organizmų ir medicininės diagnostikos

tikslais, turi būti atliekamas labai sparčiai, kad iš jų būtų galima pašalinti organizmo judėjimo

174

sukeltus artefaktus. Funkcinės didelės spartos OKT

vaizdinimo metu in vivo iš realiu laiku užregistruotų vaizdų

gautos informacijos charakterizuojamos organų sistemos ar

organizmo funkcijų savybės. Normalaus ir nenormalaus

širdies vystymosi tyrimai neretai buvo apriboti dėl

nesugebėjimo įvertinti širdies ir kraujagyslių sistemos

veiklos nepažeidžiant organizmo. OKT galimybės buvo

pademonstruotos pritaikius ją besivystančios afrikinės varlės

(Xenopus laevis) širdies sistemos veiklos ir sandaros

tyrimuose, atliktuose su didele skyra. Gautuose vaizduose

puikiai matėsi gyvos širdies kamerų morfologinė sandara.

Vaizdo atkūrimo sparta buvo gana gera, kad būtų galima

užregistruoti vaizdą bet kuriuo širdies darbo ciklo momentu.

Sudėjus gautus vaizdus galima sukurti video vaizdą,

dinamiškai atspindintį besivystančios širdies funkcijas. Tad

OKT, kitaip nei kompiuterinė tomografija ar magnetinis

rezonansas, suteikia galimybę gauti didelės spartos vaizdus,

pavyzdžiui, tokios širdies veiklos kaip skilvelių

susitraukinėjimas, ir atlikti jų kiekybinius vertinimus.

5.5.2. Ląstelių stebėjimas

Nors taikant OKT galima tirti gyvų audinių morfologiją, dažniausiai tokių stebėjimų raiška

yra apie 10–15 μm, ji nėra pakankama, kad tokiuose vaizduose išryškėtų ląstelių struktūros.

Galimybė OKT nustatyti ląstelių mitotinį aktyvumą, vertinti branduolio ir citoplazmos santykį ar

tirti besivystančio organizmo ląstelių migraciją turi didžiulę reikšmę ne tik ląstelių ir vystymosi

biologijai, bet ir medicinos bei chirurgijos sritims siekiant kuo anksčiau diagnozuoti vėžines

ląsteles, aptikti metastazių ląstelinius darinius.

Ląstelių stebėjimui OKT sistemose naudojamas Ti:safyro lazeris, nes su SLD spinduliuote

negaunama reikiamos raiškos. Tokio lazerio skleidžiamos spinduliuotės spektras yra nuo 650 nm iki

1100 nm. Efektyviausias lazerio veikos režimas, kai spinduliuotės bangos ilgis 800 nm.

OKT galimybėms atskleisti atlikti tyrimai su afrikinių varlių buožgalviais (5.15 pav.). Šio

vystymosi biologijos įprasto modelinio organizmo ankstyvose augimo stadijose daugelis ląstelių

labai sparčiai dauginasi ir juda. Todėl OKT metodu galima gauti didelės raiškos dinamiškus ląstelių

vaizdus ar net trimačius vaizdus. Iš tokių trijų matavimų vaizdų rinkinio galima identifikuoti

5.15 pav. Afrikinės varlės buožgalvio ląstelių tomograma. Skyra 1μm x 3μm (ašinė x skersinė), 1700 x 1000 taškų. Matyti ląstelių morfologija, uoslės sistema (OT). Rodyklėmis parodytas dviejų ląstelių dalijimasis. Brūkšnelis nuotraukoje atitinka 100 μm

175

ląsteles, kurios dalijasi, ir sekti jų judėjimą visomis kryptimis. Panašiu būdu galima sekti ir atskirus

melanocitus (specializuota ląstelė, sintetinanti odos, plaukų ir ragenos pigmentus), migruojančius

gyvuose audiniuose. Ląstelės dalys membrana, branduoliai ir kita ląstelių morfologija puikiai

matomos tokių tyrimų metu.

5.5.3. Įvairios medicinos sritys

OKT metodika leidžia diagnozuoti ankstyvus patologinius pokyčius in situ daugelyje

organų. Diagnostinės OKT galimybės tampa ypač svarbios tada, kai įprastinis audinių mėginio

paėmimas ankstyvajai diagnozei nustatyti yra nepakankamai efektyvus ar negalimas.

Barretto stemplė yra būsena, kai skrandžiui artimos stemplės srities ląstelės pasikeičia

tapdamos panašios į virškinamojo trakto ląsteles. Šią būseną greičiausiai sukelia chroniškas

refliuksinis ezofagitas (kai skrandžio sultys nuolat kyla į stemplę). Ištirta, kad Barretto stemplė

susijusi su 30–125 kartus didesne rizika susirgti adenokarcinoma. Todėl endoskopinę stemplės

epitelio apžiūrą didesnės rizikos grupės asmenims rekomenduojama atlikti kas 12–18 mėnesių.

Endoskopijų metu dažniausiai paimami atsitiktiniai gleivinės bandiniai iš įtartinos gleivinės dalies

1–2 cm atstumu. Tačiau tai darant dažnai pasitaiko klaidų ir maži karcinomos židiniai gali likti

nepastebėti. Dėl tokių netikslumų ir dėl didelių procedūrų kainų kuriami nauji pacientų būklės

vertinimo metodai. Virškinamojo trakto apžiūrai yra naudojami endoskopiniai ultragarso kateteriai.

Tačiau jų raiška siekia 50–100 μm ir yra nepakankama, kad būtų galima atskirti kiekvieną ankstyvą

epitelio pokytį Barretto stemplės atveju ir linkusias tapti piktybiškomis ląsteles.

Dėl anksčiau minėtų priežasčių OKT galimybė atskirti normalų audinį nuo patologinio yra

vienas pagrindinių daugelio mokslininkų tyrimo objektų. Palyginamieji tyrimai rodo gerą OKT

vaizdų ir histologinių tyrimų rezultatų atitikimą. Daugelio OKT sistemų vaizdų raiška (10–15 μm)

yra pakankama, kad būtų galima išskirti architektūrinę, bet ne ląstelinę audinių morfologiją. Vis

dėlto endoskopinė OKT leidžia atskirti sveiką audinį nuo Barretto stemplės epitelio remiantis vien

audinių architektūros morfologiniais pokyčiais. Į liaukas panašios struktūros, kurios suardo tolygius

epitelio sluoksnius, lengvai atpažįstamos naudojant OKT.

OKT gali būti taikoma daugelio vėžio rūšių morfologinių struktūrų skirtumų nuo sveiko

audinio in situ atpažinimui. Tomografiją galima taikyti smegenų vėžio detekcijai ir nustatyti naviko

ribas. Taikant tokią metodiką chirurginės procedūros metu galima atlikti vaizdu kontroliuojamą

rezekciją (vėžinio audinio pašalinimą), siekiant, kad būtų pašalintas visas vėžinis audinys ir liga

neatsinaujintų. Tam buvo sukurtas specialus ranka valdomas kompaktiškas ir patogus chirurginis

zondas. Juo gaunamas OKT vaizdas visame audinio paviršiuje, kuriame atliekama operacija.

Melanomos metastazių smegenyse OKT vaizdai (5.16 pav. A, B) buvo segmentuoti nustatant

naviko audinyje didžiausios sklaidos sritis, ir šie

segmentuoti duomenys buvo uždėti ant originalių vaizdų

(5.16 pav., C, D). Navikiniai audiniai pasižymi didesne

sklaidos geba ir iš OKT vaizdų galima nustatyti jų ribas.

Palyginimui pateikti histologinių tyrimų duomenys.

Vaizdų skyra siekia 16 μm, taigi daug geresnė nei tyrimo

ultragarsu ar magnetinio rezonanso metodu. Ji leidžia

aptikti vėžinius darinius smegenų žievėje ir giliau. Jei būtų

pasiekta dar didesnė vaizdo raiška, būtų galima aptikti

atskiras vėžines ląsteles, atitrūkusias nuo vėžio židinio.

Vėžinių darinių diagnostikai taikoma OKT metodika turi

didžiulį taikomąjį potencialą.

Siekiant atkurti trauminių sužalojimų pažeistas

organų funkcijas, dažnai tenka atkurti kraujagyslių ir

nervų struktūras. Nors tokios operacijos atliekamos su

chirurginiais mikroskopais ir lupomis, regėjimo laukas yra

Sp

m

vi

pl

va

sk

au

au

lei

sp

kr

rau

vi

gy

op

5.16 pav. Vėžio diagnostika. Atliktasmegenų žievėje esančiosmetastazinės melanomos optinėkompiuterinė tomograma. A ir B –nesegmentuoti vaizdai. C ir D –segmentuoti vaizdai. E ir F – topaties audinio histologiniai vaizdai.

176

apribotas tik paviršiniu operuojamos vietos vaizdu.

arčios veikos OKT modulis, sumontuotas kartu su chirurginiu mikroskopu, įgalina operacijos

etu gauti trimatį didelės raiškos audinių mikrostruktūros vaizdą. Kadangi su OKT galima gauti ir

deo vaizdą, šioje srityje jos galimybės labai didelės.

Atliekant OKT tyrimą in vitro, galima vaizdinti periferinius nervus bei išskirti atskirus jų

uoštelius. Pirmiausia gaunami atskiri audinio skerspjūviai, paskui iš jų sudaromas trimatis

izdas. Pasinaudojant tokiais vaizdais galima nustatyti santykinius atskirų nervinio audinio

aidulų skersmenis ir sekti jų erdvinį išsidėstymą. Taip pat galima aptikti ir nustatyti nervinio

dinio pažeidimo laipsnį operacijos metu.

Chirurginė intervencija reikalauja vaizdinių priemonių, kad būtų galima identifikuoti

dinių morfologiją, išvengti jautrių audinių pažeidimo ir nuolat stebėti intervencijos mastą. OKT

džia stebėti audinių pašalinimą (abliaciją) lazeriu realiu laiku ir padeda tiksliau nukreipti lazerio

indulį. Paviršinių kraujagyslių operacijų procedūroms dažnai naudojamas argono lazeris. Kadangi

aujo sugerties koeficientas ties šio lazerio spinduliuotės bangos ilgiu (514 nm) didesnis nei

mens, kraujo koaguliacija (krešėjimas) ir kaitimas prasideda anksčiau nei termiškai paveikiami

rš kraujagyslės esantys audiniai. OKT įgalino nustatyti terminio poveikio audiniui ir 1,5 mm

lyje esančioms kraujagyslėms mastą. OKT taikant per vaizdu kontroliuojamas chirurgines

eracijas gali būti geriau stebima operacijos eiga ir veiksmingiau atliekama kontrolė.

Adaptuota pagal (Boppart, 2005)

177

5.5.4. Medžiagotyra

Nors OKT plačiausiai taikoma biologijoje ir medicinoje, ji taip pat gali būti panaudota

medžiagotyros srityje. Kadangi daugelis medžiagų smarkiai sklaido ir atspindi šviesą, giliai

įsiskverbti taikant OKT nėra galimybių. Vis tik, kadangi daugelis gamybos defektų būna prie pat

paviršiaus, OKT gali būti taikoma patikrai ir kokybės kontrolei. OKT buvo taikyta defektams

keraminiuose gaminiuose ir polimeriniuose dariniuose aptikti. OKT taip pat buvo panaudota kuriant

informacijos laikmenų talpos didinimo būdus, pavyzdžiui, sujungiant keletą sluoksnių su optiškai

nuskaitomais duomenimis.

Pastaruoju metu imtos kurti labai sudėtingos mikrokapiliarinės bei bioMEM (biologinės

mikroelektroninės–mechaninės) sistemos, taikomos biotechnologijos ir biomedicinos srityse.

Struktūros mikrokapiliarinėse sistemose yra nuo 10 iki 1000 mikronų dydžio. Tokie dydžiai patenka

į OKT raiškos ir stebėjimo gylio galimybių ribas. Mikrokapiliarinės sistemos gaminamos iš

permatomų arba pusiau permatomų polimerinių medžiagų, kurios didina įsiskverbimo gylį ir yra

suderinamos su biologiniais audiniais. Trimačių vaizdų gavimo OKT technologija ateityje taps

puikia mikrokapiliarinių sistemų analizės priemone.

Taigi optinė koherentinė tomografija buvo išvystyta kaip moderni diagnostinė priemonė,

taikoma biomedicinos srityje, ypač ten, kur įprasti vaizdinimo metodai yra pavojingi arba negali

suteikti vertingos informacijos. OKT vystymo sėkmės tąsa priklauso nuo gana nebrangių ir

kompaktiškų itin plačios spektrinės srities šviesos šaltinių kūrimo bei gamybos siekiant vis geresnės

vaizdų skyros. Tvirto teorinio pagrindo plėtojimas, įmantrių skaitmeninio signalo apdorojimo

algoritmų, kurie dar pagerintų signalo kokybę, kūrimas taip pat svariai prisidėtų prie šio vaizdinimo

metodo galimybių plėtros.

Literatūra

Akiba M., K.P. Chan, N. Tanno (2003) Fullfield optical coherence tomography bytwodimensional heterodyne detection with a pair of CCD cameras. Opt. Lett., 28, 816818.

Boppart S.A. (2005) Optical coherence tomography, in Tomography, Elsevier, 193205.

Bouma B., G.J. Tearney, I.P. Bilinsky, B. Golubovic, J.G. Fujimoto (1996) Selfphase-modulatedkerrlens modelocked Cr:forsterite laser source for optical coherence tomography. Opt. Lett., 21,18391841.

Bouma B., G.J. Tearney, S.A. Boppart, M.R. Hee, M.E. Brezinski, J.G. Fujimoto (1995)Highresolution optical coherence tomographic imaging using a modelocked Ti:sapphire lasersource. Opt. Lett., 20, 14861488.

178

Bourquin S., P. Seitz, R. P. Salathé (2001) Optical coherence tomography based on a two-dimensional smart detector array. Opt. Lett., 26, 512514.

Brezinski M.E., J.G. Fujimoto (1999) Optical coherence tomography: Highresolution imaging innontransparent tissue. IEEE J. Selected Topics in Quantum Electronics, 5, 11851192.

De Boer J.F., S.M. Srinivas, A. Malekafzali, Z.P. Chen, J.S. Nelson (1998) Imaging thermallydamaged tissue by polarization sensitive optical coherence tomography. Opt. Express, 3, 212218.

Drexler W., U. Morgner, F.X. Kartner, C. Pitris, S.A. Boppart, X.D. Li, E.P. Ippen, J. G. Fujimoto(1999) In vivo ultrahighresolution optical coherence tomography. Opt. Lett., 24, 12211223.

Dubois A., G. Moneron, C. Boccara (2006) Thermallight fullfield optical coherence tomographyin the 1.2 μm wavelength region. Opt. Commun., 266, 738743.

Dubois A., L. Vabre, A.C. Boccara, E. Beaurepaire (2002) Highresolution fullfield opticalcoherence tomography with a Linnik microscope. Appl. Opt., 41, 805812.

Dunsby C., Y. Gu, P.M.W. French (2003) Singleshot phasestepped widefield coherence gatedimaging. Opt. Express, 11, 105115.

Endo T., Y. Yasuno, S. Makita, M. Itoh, T. Yatagai (2005) Profilometry with line-field Fourier-domain interferometry. Opt. Express, 13, 695701.

Fan C., Y. Wang, R.K. Wang (2007) Spectral domain polarization sensitive optical coherencetomography achieved by single camera detection, Opt. Express, 15, 79507961.

Fercher A.F., C.K. Hitzenberger, C.K. Kamp, S.Y. El-Zayat (1995) Measurement of intraoculardistances by backscattering spectral interferometry. Opt. Comm., 117, 4348.

Fercher A.F., K. Mengedoht, W. Werner (1988) Eye length measurement by interferometry withpartially coherent light. Opt. Lett., 13, 186188.

Fujimoto J.G., C. Pitris, S.A. Boppart, M.E. Brezinski (2000) Optical Coherence Tomography: Anemerging technology for biomedical imaging and optical biopsy. Neoplasia, 2, 925.

Grajciar B., M. Pircher, A. Fercher, R. Leitgeb (2005) Parallel Fourier domain optical coherencetomography for in vivo measurement of the human eye. Opt. Express, 13, 11311137.

Grieve K., A. Dubois, M. Simonutti, M. Paques, J. Sahel, J. Le Gargasson, C. Boccara (2005) Invivo anterior segment imaging in the rat eye with high speed white light fullfield optical coherencetomography. Opt. Express, 13, 62866295.

Häusler G., M.W. Lindner (1998) “Coherence radar" and "spectral radar" new tools fordermatological diagnosis. J. Biomed. Opt., 3, 2131.

Huang D., E.A. Swanson, C.P. Lin, J.S. Shuman, W.G. Stinson, W. Chang, M.R. Hee, T. Flotte, K.Gregory, C.A. Puliafito, J.G. Fujimoto (1991) Optical coherence tomography. Science, 254,11781181.

179

Karamata B., P. Lambelet, M. Laubscher, R.P. Salathé, T. Lasser (2004) Spatially incoherentillumination as a mechanism for crosstalk suppression in widefield optical coherencetomography. Opt. Lett., 29, 736738.

Lebec M., L.Blanchot, H. SaintJalmes, E. Beaurepaire, A. C. Boccara (1998) Fullfield opticalcoherence microscopy. Opt. Lett., 23, 244246.

Leitgeb R.A., C.K. Hitzenberger, A.F. Fercher (2003) Performance of Fourier domain vs. timedomain optical coherence tomography. Opt. Express, 11, 889894.

Leitgeb R.A., C.K. Hitzenberger, A.F. Fercher, T. Bajraszewski (2003) Phaseshifting algorithm toachieve highspeed longdepthrange probing by frequencydomain optical coherencetomography", Opt. Lett., 28, 22012203.

Nassif N., B. Cense, B.H. Park, S.H. Yun, T.C. Chen, B.E. Bouma, G.J. Tearney, J.F. de Boer(2004) In vivo human retinal imaging by ultrahighspeed spectral domain optical coherencetomography. Opt. Lett., 29, 480482.

Pasquesi J. J., S. C. Schlachter, M.D. Boppart, E. Chaney, S.J. Kaufman, S.A. Boppart (2006) Invivo detection of exerciseinduced ultrastructural changes in geneticallyaltered murine skeletalmuscle using polarizationsensitive optical coherence tomography. Opt. Express, 14, 1547–1556.

Rollins A.M., M.D. Kulkarni, S. Yazdanfar, R. Ungarunyawee, J.A. Izatt (1998) In vivo video rateoptical coherence tomography. Opt. Express, 3, 219229.

Roy M., P. Svahn, L. Cherel, C.J.R. Sheppard (2002) Geometric phaseshifting for lowcoherenceinterference microscopy. Opt. Lasers Engineering, 37, 631641.

Schmitt J.M. (1999) Optical coherence tomography (OCT): A review, IEEE J. Selected Topics inQuantum Electronics, 5, 12051215.

Tearney G.J., B.E. Bouma, J.G. Fujimoto (1997) Highspeed phase and groupdelay scanningwith a gratingbased phase control delay line. Opt. Lett., 22, 18111813.

Watanabe Y., Y. Takasugi, K. Yamada, M. Sato (2006 c) Axiallateral parallel time domain OCTwith an optical zoom lens and high order diffracted lights for variable imaging range. Opt. Express,15, 52085217.

Watanabe Y., K. Yamada, M. Sato (2006 a) In vivo nonmechanical scanning gratinggeneratedoptical coherence tomography using an InGaAs digital camera. Opt. Comm., 261, 376380.

Watanabe Y., K. Yamada, M. Sato (2006 b) Threedimensional imaging by ultrahighspeedaxiallateral parallel time domain optical coherence tomography. Opt. Express, 14, 52015209.

Wojtkowski M., A. Kowalczyk, R. Leitgeb, A. F. Fercher (2002) Full range complex spectraloptical coherence tomography technique in eye imaging. Opt. Lett., 27, 1415–1417.

180

Yasuno Y., T. Endo, S. Makita, G. Aoki, M. Itoh, T. Yatagai (2006) Threedimensional linefieldFourier domain optical coherence tomography for in vivo dermatological investigation. J. Biomed.Opt., 11, 014014014020.

Yamanari M., S. Makita, V.D. Madjarova, T. Yatagai, Y. Yasuno (2006) Fiberbasedpolarizationsensitive Fourier domain optical coherence tomography using Bscanorientedpolarization modulation method. Opt. Express, 14, 6502 6515.

Yeow J.T.W., V.X.D. Yang, A. Chahwan, M.L. Gordon, B. Qi, I.A. Vitkin, B.C. Wilson, A.A.Goldenberg (2004) Micromachined 2D scanner for 3D optical coherence tomography. Sensorsand Actuators A, 117, 331-340.

Yun S.H., G.J. Tearney, J.F. de Boer, N. Iftimia, B.E. Bouma (2003) Highspeed opticalfrequencydomain imaging, Opt. Express, 11, 2953-2963.

Zeylikovich I., A. Gilerson, R.R. Alfano (1998) Nonmechanical gratinggenerated scanningcoherence microscopy. Opt. Lett., 23, 17971799.

Zuluaga A., R. RichardsKortum (1999) Spatially resolved spectral interferometry fordetermination of subsurface structure. Opt. Lett., 24, 519521.